Содержание к диссертации
Введение
1 Литературный обзор 15
1.1 Современные раневые покрытия. Классификация раневых покрытий. Требования, предъявляемые к раневым покрытиям 16
1.1.1 Классификация материалов для закрытия ран 16
1.1.2 Требования, предъявляемые к раневым покрытиям 19
1.1.3 Раневые покрытия на текстильной основе 22
1.1.4 Раневые покрытия с биологически активными веществами и лекарственными препаратами 23
1.2 Полимеры, применяемые в медицине. Раневые покрытия на основе полимеров 28
1.2.1 Природные полимеры, применяемые при получении лечебных раневых покрытий 29
1.2.2 Свойства альгинатов, обуславливающие их применение для создания лечебных материалов 29
1.2.3 Свойства гиалуроновой кислоты, обуславливающие ее применение для создания лечебных материалов 32
1.2.4 Свойства пектинов, обуславливающие их применение для создания лечебных материалов 36 Заключение по литературному обзору 38
2 Методическая часть 40
2.1 Объекты исследования 40
2.1.2 Ассортимент полимеров - загустителей и лекарственных препаратов, используемых в работе 40
2.2 Методы исследования 43
2.2.1 Методика определения капиллярности текстильного материала 43
2.2 Методы исследования 43
2.2.1 Методика определения капиллярности текстильного материала 43
2.2.2 Методика определения гигроскопичности текстильного материала 43
2.2.3 Методика определения смачиваемости текстильного материала 43
2.2.4 Методика определения паропроницаемости текстильного материала 43
2.2.5 Методика определения влагоемкости текстильного материала 43
2.2.6 Методика определения прилегаемости текстильного материала 44
2.2.7 Методика определения разрывной нагрузки и относительного удлинения при разрыве текстильного материала 45
2.2.8 Методика определения рН водной вытяжки 45
2.2.9 Методика определения степени адгезии текстильного материалы к модели раневой поверхности 45
2.3 Методики приготовления композиций, наносимых на текстильный материал 45
2.3.1 Приготовление композиции на основе альгината натрия 45
2.3.2 Приготовление композиции на основе гиалуроната натрия 46
2.3.3 Приготовление композиции на основе пектина
2.3.4 Методика приготовления полимерных композиций из смесей биополимеров (альгинат натрия, гиалуронат натрия, пектин) 47
2.3.5 Методика приготовления лечебной полимерной композиции на основе биополимеров 47
2.4 Методика нанесения полимерной композиции на текстильный материал 47
2.4.1 Методика определения привеса текстильного материала после нанесения полимерной композиции 48
2.4.2 Методика оценки качества (ровноты) нанесения лечебной печатной композиции на текстильный материал
2.5 Методика определения реологических характеристик полимерных композиции 49
2.6 Методика формования пленок из композиций на основе биополимеров 50
2.7 Изучение когезионных взаимодействий в смешанных композициях на основе альгината натрия и гиалуроната натрия 50
2.8 Изучение адгезионных взаимодействий полимерных композиций на основе альгината
натрия и гиалуроната натрия к биологическому материалу 51
2.8.1 Методика визуализации адгезионных взаимодействий полимерных композиций с биологическим материалом 52
2.9 Методика спектрофотометрических определений 52
2.10 Методики получения жидких модельных сред 53
2.10.1 Методика получения физиологического раствора 53
2.10.2 Методика получения янтарно-кислотно-боратного буферного раствора 54
2.10.3 Методика определения pH- среды 54
2.11 Методика исследования кинетики массопереноса лекарственных препаратов из текстильного материала в жидкие модельные среды 54
2.11.1 Методика исследования кинетики массопереноса лекарственных препаратов из гидрогелевых композиций материала в жидкие модельные среды 55
2.12 Стерилизация в промышленных условиях 56
2.13 Определение количества бактерий и грибов содержащихся в печатной композиции 56
2.13.1 Микроскопические исследования 56
2.14 Методика расчета ошибки эксперимента 56
3 Экспериментальная часть 58
3.1 Выбор текстильного носителя для получения раневых покрытий 58
3.1.1 Выбор текстильного носителя для получения раневых покрытий используемых в
комбустиологии и хирургии
3.1.2 Выбор текстильного носителя для получения раневых покрытий, применяемых в онкологии 67
3.1.3 Выбор текстильного носителя для получения раневых покрытий, используемых в ревматологии (артрологии) 70
3.1.4 Выбор текстильного носителя для получения косметических материалов (масок) 3.2 Разработка технологии нанесения печатной композиции на ТМ 73
3.3 Выбор полимеров - загустителей
3.3.1 Изучение реологических свойств исследуемых биополимерных композиций 77
3.3.2 Изучение влияния введения лекарственных препаратов и времени хранения в условиях цеха, на реологические свойства исследуемых биополимерных композиций 89
3.3.3 Изучение печатно-технических характеристик композиций на основе биополимеров при нанесении на текстильный материал методом плоскошаблонной печати 3.4 Изучение влияние состава полимерной композиции и наличия поверхности из ПЭ сетки на атравматические свойства лечебных композиционных текстильных материалов 98
3.5 Использование печатной композиции для направленной доставки лекарственных препаратов к очагу поражения у урологических больных
3.5.1 Изучение реологических свойств биополимерных композиций на основе альгината натрия и гиалуроната натрия в разбавленных растворах 104
3.5.2 Исследование когезионных взаимодействий в водных композициях на основе альгината натрия и гиалуроната натрия 108
3.5.3 Исследование адгезионных свойств водных композиций на основе альгината натрия и гиалуроната натрия 111
3.6 Изучение влияния состава печатной полимерной композиции на процесс массопереноса лекарственных препаратов во внешнюю среду 116
3.6.1 Исследование способности смешанных пленок на основе альгината натрия и гиалуроната натрия к набуханию и растворению в водных средах 117
3.6.2 Изучение массопереноса (высвобождения) лекарственных препаратов из биополимерных композиций на основе альгината натрия и гиалуроната натрия с низкой степенью вязкости 1 3.6.2.1 Влияние рН внешней среды на структуру и массоперенос лекарственных препаратов из биополимерных композиций с низкой степенью вязкости на основе альгината натрия и гиалуроната натрия 121
3.6.2.2 Изучение процесса массопереноса лекарственных препаратов из лечебных раневых покрытий 123
3.7 Технология и особенности получения лечебных депо – материалов на основе смеси биополимеров для различных областей медицины 129
Заключение 140
Список сокращений и условных обозначений 143
Словарь терминов
- Свойства альгинатов, обуславливающие их применение для создания лечебных материалов
- Ассортимент полимеров - загустителей и лекарственных препаратов, используемых в работе
- Методика приготовления лечебной полимерной композиции на основе биополимеров
- Изучение реологических свойств исследуемых биополимерных композиций
Свойства альгинатов, обуславливающие их применение для создания лечебных материалов
Перевязочные материалы на текстильной основе испокон веков использовались в качестве первичных перевязочных средств. Традиционно считалось, что текстильные РП и перевязочные материалы - это марля, вата, бинты, тканые холщевые полотна для фиксации и закрытия обработанных ран. Бинт, марля, салфетки и различные индивидуальные пакеты всегда были и остаются на службе у людей, без них не обходится ни одна медицинская операция и на сегодняшний день [2,8]. Эффективность применения данных материалов в медицине обусловлена такими их свойствами как высокая сорбционная способность, эластичность, прилегание к поверхности сложной формы, воздухопроницаемость, легкость и доступность, которые зависят от природы волокон, из которых получают материалы, и технологии их производства.
Марля и вата - это обезжиренные, отбеленные и промытые до нейтральной реакции хлопчатобумажные волокна с добавлением вискозных, выпускаемые в различной форме (от шариков до небольших рулонов) [1]. Попытки соединить дренирующие свойства марли с абсорбирующими свойствами ваты привели к появлению ватно – марлевых повязок [1], состоящих из нескольких слоев медицинской марли, между которыми прокладывают слой медицинской ваты. Их применяют для закрытия ран и ожогов в качестве первичного РП, для лечения обильно экссудирующих ран. Их главным достоинством является доступность и дешевизна, при этом, как показывает практика, использование подобных традиционных медицинских материалов становится причиной долгого процесса заживления раны, который протекает менее эффективно по сравнению с использованием современных РП. Еще раз отметим, что в соответствии с сегодняшними представлениями заживлении ран оптимально происходит во влажной среде [1].
Разновидностью основы для текстильных РП являются нетканые материалы (НМ) из натуральных волокон (хлопок, лен) и искусственных (вискозное волокно), изготовленные из таких материалов лечебные РП пластичны, легко моделируются на сложных поверхностях тела, обладают сравнимой с тканными изделиями абсорбирующей способностью [1,19]. Отличительной особенностью изделий из НМ является их высокая способность сохранять на ране свою целостность и структуру. Как и ватно – марлевые салфетки они быстро впитывают раневое содержимое и обладают хорошими дренирующими характеристиками, могут применяться с мазями как вторичное РП. Стоит отметить востребованность динамично развивающихся и экономичных НМ для медицинского применения, которая обусловлена возможностью создания на их основе многослойных высокосорбционных раневых покрытий многофункционального действия. В зависимости от варьируемых волокнистого состава и плотности современные НМ обладают хорошим влагопоглощением, гигроскопичностью, воздухопроницаемостью, плотно прилегают к телу, что обусловлено их структурными особенностями: увеличением количества и размеров воздушных промежутков в материале [20]. Использование для получения НМ наряду с вязально-прошивной и иглопробивной современной гидроструйной технологии позволяет получать материалы, свойства которых (поглотительная способность, скорость впитывания, капиллярность) качественно отличаются от свойств традиционно используемой при выполнении перевязок марли. Характеристики структуры делают такие ТМ перспективными для иммобилизации в них ЛП и БАВ [21]. Медицина предъявляет ряд требований к используемым для ее целей ТМ, которые во многом совпадают с требованиями, выдвигаемыми к «идеальному раневому покрытию». - текстильный материал должен быть разрешен Минздравом РФ для использования в производстве медицинских изделий. - высокая гигроскопичность, обеспечивающая впитывание крови и раневого отделяемого; - хорошая прилегаемость к поверхности тела; - мягкость; - воздухопроницаемость; - неаллергенность; - возможность стерилизации [9]. На основании данных требований выбирается материал, пригодный для получения лечебного текстильного материала. Раневые покрытия, как уже отмечалось выше, должны выполнять защитную функцию, атравматично удаляться с поверхности раны, а так же обладать лечебным действием. В связи с этим разрабатываются сегодня и многофункциональные материалы, способные дополнительно к указанным свойствам быть «депо» для введенных в них ЛП, транспортировать, высвобождать ЛП из «депо» и доставлять к ране, позволяя создавать текстильные РП с ЛП и БАВ с пролонгированным и направленным (по отношению к очагу поражения) действием.
В последние годы, благодаря интенсивным научным исследованиям, в медицинскую практику внедрены десятки новых раневых покрытий [22-25], соответствующих выставляемым к ним врачами требованиям и обеспечивающих развитие современной методологии местного лечения ран. Принципиальное отличие таких РП от традиционных заключается именно в возможности комплексного подхода к терапии раны: адсорбция раневого отделяемого или увлажнение раны за счет объемной структуры текстильной основы; направленная доставка необходимого на данном этапе лечения ЛП или БАВ; защита раны [19,26]. Неоспоримым плюсом биологически активных повязок является местное направленное подведение к очагу поражения ЛП (анестетики, антимикробные препараты, антиоксиданты и т.д.), т.к такой вид доставки ЛП и БАВ является альтернативой пероральному и парентеральному способам их введения [3,5]. К основным преимуществам местного подведения активных веществ к очагу поражения можно отнести: - возможность точечной направленной доставки действующих веществ в конкретные зоны в высокой концентрации; - ускоренное воздействие активного вещества; - постоянное поступление действующего вещества, что способствует уменьшению необходимого количества перевязок; - возможность снижения дозы вводимого ЛП, что особенно важно для контингента ослабленных больных, получающих большой объем медикаментозной терапии; - отсутствие возможных неприятных ощущений (рвотные позывы при приеме таблеток, боль при уколах, липкость и загрязнения одежды при использовании мазей и др.); - отсутствие побочных эффектов со стороны желудочно-кишечного тракта, снижение аллергических реакций; - снижение потерь действующего вещества, возникающих в связи с его метаболизмом (усвоением); - возможность быстрой отмены при возникновении неблагоприятных реакций; - экономичность за счет снижения затрат на субстанцию препарата и времени занятости медицинского персонала; - точное дозирование, снижение частоты назначений [2,5,26].
Актуальность проблемы местной терапии ран с помощью биологически активных раневых покрытий обусловлена, прежде всего, низкой эффективностью традиционных средств местного лечения, главный недостаток которых состоит в ограниченном воздействии препаратов лишь на отдельные компоненты раневого процесса. Следует особо отметить, что за рубежом перевязочные средства с лекарственными средствами практически до последнего времени не выпускались, а основная тактика лечения ран была основана на использовании обычных повязок и системном приеме антибактериальных препаратов. Такой подход, по мнению российских специалистов, является не совсем обоснованным из-за значительных побочных эффектов при системном приеме лекарственных препаратов [13,27] Многолетняя работа ученых в области текстильных технологий совместно с врачами привела к разработке различных способов получения лечебных материалов на текстильной основе с требуемыми по медицинским показаниям свойствами (Рисунок 3). В частности, современные технологии отделочного производства и производства химических волокон обеспечивают возможность придания ТМ набора требуемых параметров, в т.ч. способности быть носителями ЛП
Ассортимент полимеров - загустителей и лекарственных препаратов, используемых в работе
Визуализацию адгезионного слоя проводили для подтверждения образования защитного слоя из полимерной композиции на стенеках мочевого пузыря. Для визуализации адгезионно связанного слоя композиции использовали краситель. Предварительными опытами установлено, что поверхность используемого в работе мочевого пузыря крыс из-за сложного состава и наличия большого количества функциональных групп разного знака (белковая составляющая) интенсивно окрашивается как катионными, так и анионными красителями. В связи с этим был использован метод исключения, заключающийся в использовании красителя, который не способен окрашивать полисахаридный слой. Так как использованные полисахариды содержат анионактивные группы, был использован анионактивный краситель (С.I. Reactive Blue 21). Эксперимент проводился по методике 2.8, по его окончании после перехода биополимерного слоя в водную среду (полного или частичного), подложку с образцом биологического материала извлекали из кюветы и погружали в раствор красителя с концентрацией 0,04% на 30с., затем быстро ополаскивали в воде и проводили фоторегистрацию. В случае полного удаления полисахарида получали интенсивное окрашивание. В случае наличия на поверхности биоматериала полимерного слоя, который сам не окрашивается, но препятствует доступу красителя, получали светлый образец.
Количественный анализ веществ по их спектрам основан на законе Бугера-Ламберта-Бера, в соответствии с которым, интенсивность поглощения и концентрация поглощающего вещества связаны между собой прямо пропорциональной зависимостью. Снятие спектра поглощения необходимо для определения характеристической длины волны ЛП, при которой в дальнейшем будут проводиться количественные определения. На практике для определения интенсивности поглощения света используют величину оптической плотности (D), равную десятичному логарифму коэффициента обратного пропускания. Для измерения спектров использовали спектрофотометр СФ-102.
Навеску ЛП (диоксидина, лидокаина гидрохлорида, 5-фторурацила, гидрокортизона ацетата) растворяли в расчетном объеме дистиллированной воды (или физиологического раствора, буро-янтарного буфера, молочнокислого раствора). Величина массы навески определялась с учетом того, что оптимальные значения оптической плотности находятся в области от 0,2 до 1,7; надежно определяемые значения оптических плотностей находятся в интервале от 0,5 до 1,0 [75]. По полученному спектру определяли аналитическую длину волны ЛП (длина волны, измерения при которой, обладают максимальной чувствительностью определения и воспроизводимостью и меньше проявляется влияние сопутствующих примесей), соответствующую максимуму полосы поглощения. В тех случаях, когда в спектрах поглощения было выявлено несколько максимумов, для дальнейших определений выбирали самый длинноволновый, ярко выраженный пик, т.к. в коротковолновых областях мешающее действие рассеянного света проявляется сильнее. Построение калибровочных графиков проводили с использованием стандартных растворов ЛП, получаемых методом разбавления базового раствора.
Из базового раствора методом разбавления получали стандартные растворы для калибровки. Калибровки используемых в работе ЛП с указанием коэффициента корреляции (r2) и характеристической длины волны ЛП представлены на рисунке (Приложение А).
Оптическую плотность пленок полученных по методике 2.6 измеряли на спектрофотометре СФ-56 при длине волны 400нм. Физиологический раствор представляет собой 0,9 % изотонический раствор хлорида натрия (NaCl), в работе использовался в качестве модели крови человека. Аналитическую навеску хлорида натрия растворяли в необходимом точном объеме дистиллированной воды и перемешивали до растворения. 2.10.2 Методика получения янтарно-кислотно-боратного буферного раствора
Янтарно-кислотно-боратный буферный раствор использовался для моделирования неповрежденной кожи. Его получали в соответствии с ГОСТ 4919.2-77 (СТ СЭВ 808-77) «Реактивы и особо чистые вещества. Методы приготовления буферных растворов». Для приготовления буферного раствора с рН = 5,6 смешивали 55,7 мл 0,05 М раствора янтарной кислоты (С4Н6О4) и 44,3 мл 0,05 М раствора натрия тетраборнокислого (буры) (Na2B2O7-10H2O) [76].
Определение рН среды проводилось для проверки готовых разрабатываемых материалов на соответствие требованим ГОСТа 9412-93. Также, исходя из того, что в при протекании патологических реакций, которые сопровождают повреждение тканей, чаще всего рН среды тканей может менятся, нами в данном разделе было уделено внимание влиянию именно этого показателя внешней среды на массоперенос, в связи, с чем в экспериментах использолись модельнын среды с различным рН.
Анализ рН-среды проводили с помощью рН-метра Piccolo». рН-метры тип «Piccolo» предназначены для определения численных показателей степени кислотности или щелочности водной среды и могут использоваться как в лабораторных, так и в полевых условиях. Занесены в Госреестр №14300-99. Все измерения проводили согласно правилам, описанным в методике [77].
Электрод опускали в буферный раствор со значением pH близким к рабочему диапазону и регулировали значение подстроенным резистором компенсации (OFFSET), пока индикатор не покажет соответствующее значение. 1) Электрод погружали в буферный раствор с pH 7.01 при 25 оС и устанавливали показания табло при помощи подстроенного резистора OFFSET 2) Электрод погружали в буферный раствор с pH 4.01 при 25 оС (или 10,01) и устанавливали показания табло, при помощи подстроенного резистора SLOPE. Методика исследования кинетики массопереноса лекарственных препаратов из текстильного материала в жидкие модельные среды
Для оптимизации технологического режима производства и определения условий применения, разрабатываемых материалов необходимо оценить кинетику высвобождения ЛП из лечебного ТМ и проникновения во внешнюю среду (очаг поражения).
Участок салфетки определенной площади взвешивали на аналитических весах с точностью до 0,0001 г, помещали в коническую колбу на 100 мл, содержащую модельную среду (дистиллированную воду, физиологический раствор, янтарно-кислотно-боратный буферный раствор или этиловый спирт), предварительно нагретую на водяной бане до 37 оС. Объем модельной среды в мл рассчитывали по формуле: V = тобр-М, (11) где тобр - масса образца ТМ, г; М - модуль разбавления, определенный экспериментально для каждого ЛП. Кинетику массопереноса изучали спектрофотометрически путем отбора пробы из колбы пипеткой через определенные промежутки времени, определения оптической плотности раствора и соответствующей ей концентрации ЛП в пробе относительно модельной среды и возвращения пробы в колбу на водяной бане при скорости перемешивания 50 об/мин. Для каждого образца было проведено не менее 5 параллельных испытаний. Количество ЛП, высвободившегося из 1 см2 ТМ, мг, рассчитывали по формуле:
Методика приготовления лечебной полимерной композиции на основе биополимеров
Составы изучаемых композиций выбирали исходя из предполагаемых для использования концентраций полимеров, например, гиалуронат натрия не может быть применен в концентрации 7,0% и не может сравниваться с альгинатом натрия и пектинами, в такой концентрации.
Показатель (параметр) m (таблица 8) для альгината натрия и всех образцов пектинов выше, чем у растворов гиалуроната натрия. Так для 7,0% раствора альгината натрия индекс течения (по формуле Гершеля – Балкли) равен 0,56, а для 2,0% раствора гиалуроната натрия - 0,43, что, по-видимому, связано со способностью растворов гиалуроната натрия при данных концентрациях образовывать более прочные структуры, о чем свидетельствует анализ полученных данных для растворов ГН. Увеличение концентрации полимера на 0,5% приводит к снижению индекса течения с 0,43 (2,0%) до 0,39 (2,5%). Для растворов 7,0% пектинов индекс течения выше в среднем на 0,1, что может говорить о большей способности композиции к растеканию при сообщении ей нагрузки (например, при прохождении ракли по печатному шаблону), чем у раствора 7,0% АН, реологическое поведение которого выбрано нами в качестве образца для сравнения. Так же полученные данные индексов течения сопоставимы с показателями вязкости для данных растворов (рисунок 12). Из приведенных данных можно сделать еще один важный для создания технологии вывод: добавление к растворам АН ГН снижает индекс течения композиции, что может приводить к затруднению нанесения такой композиции на ТМ методом плоскошаблонной печати, образовать не пропечатанные места на ТМ и самое главное не обеспечивать нужную концентрацию ЛП на ТМ.
Для полного реологического описания индивидуальных растворов изучаемых биополимеров и композиций на их основе нам представлялось необходимым получить так же данные для показателя консистенции, показателя предела текучести, коэффициента чувствительности к сдвигу, используя приведенное ранее уравнение Гершеля – Балкли. В таблице 9 представлены реологические характеристики индивидуальных растворов биополимеров.
Из данных, представленных в таблице 9, видно, что композиции на основе ГН в концентрациях 3,0% и 2,5% по сухому веществу обладают достаточно высокими показателями консистенции и пределом текучести, который рассматривается как количественная характеристика прочности контактов в структуре полимерной композиции [104], что так же свидетельствует о создании данными растворами достаточно прочных структур [55,105,106]. Для нас с практической точки зрения это означает, что при подаче на шаблон для печати такая композиция будет проявлять упругие свойства, не растекаясь по площади шаблона, но при этом композиции на основе ГН обладают низким по отношению к альгинату натрия коэффициентом чувствительности к сдвигу (0,35 - 0,32), что можно объяснить содержанием в них большего количества воды, и, следовательно, при сдвиговых деформациях (движение ракли по шаблону – увеличение напряжения сдвига) будет происходить разрушение внутренней структуры (за счет смещения макромолекул) и композиция в процессе нанесения на текстильный материал перейдет в текучее состояние, при этом разрушения внутренней структуры растворов ГН будут выше, чем у АН. Исходя из данных таблицы 9 и рисунка 12 можно сделать вывод, что наиболее подходящей концентрацией индивидуального раствора ГН для получения лечебных ТМ по технологии текстильной печати является концентрация 2,5% по сухому веществу.
Данные, полученные для растворов пектинов, характеризуются низким показателем консистенции (до 30 тыс.) и коэффициентом чувствительности к сдвигу (0,24 -0,22) наряду с высоким индексом течения (0,69-0,65) по сравнению характеристиками растворов 7,0% АН, что приводит к сильному растеканию печатных композиций на основе индивидуальных пектинов по шаблону, приводя к затекам за границы печатной области и пропечатыванию ТМ до изнаночной стороны. Пропечатывание ТМ до изнаночной стороны в нашем случае, является нежелательным ввиду увеличения расхода печатной композиции и возможных потерь ЛП и БАВ, содержащихся в ней. Исходя из этого можно сделать вывод о нецелесообразности применения индивидуальных растворов изучаемых нами видов пектинов в концентрации 7,0 % по сухому веществу для получения лечебных материалов по технологии текстильной печати, т.к. увеличение концентрации полимера в композиции для получения реологических характеристик, сравнимых растворами АН, приведет к большому расходу сырья и может оказаться экономически не выгодным для производства, т.к. пектины имеют более высокую стоимомсть по сравнению с АН. Однако, что касается свойств печатных композиций, содержащих пектин для увеличения биологической активности композиции на основе биополимеров, это целесообразно, что будет рассмотрено далее (таблица 10).
В таблице 10 представлены реологические характеристики композиций, в качестве основного полимера – загустителя для которых выбран АН, а ГН выступает компонентом для усиления биологической активности. Из представленных данных в таблице 10 и на рисунке 12 можно сделать вывод, что введение в композиции на основе АН небольшого количества ГН в концентрации 1,0 – 2,0 % по сухому веществу приводит к изменению реологических свойств смешанной композиции по сравнению с изначальными свойствами состава на основе только АН, взятыми нами, как говорилось ранее, за образец для сравнения. Так добавление 1,0 % ГН к раствору АН в концентрации 5,0 – 6,0% увеличивает показатель консистенции системы в среднем в 1,8 раза, приводя к снижению коэффициента чувствительности к сдвигу до 0,44 по сравнению с 0,50 для индивидуального раствора АН, при этом увеличивается вязкость композиции (рисунок 12). Введение 2,0% ГН в композиции на основе АН с реологической точки зрения нецелесообразно, т.к. приводит к резкому увеличению вязкости (в 3 раза до 61,5 Па.с). По нашему мнению, исходя из проведенных экспериментов, печатные композиции, обладающие такими реологическими характеристиками, являются не пригодными для нанесения на ТМ по технологии текстильной печати, так как высокая вязкость композиции приводит к невозможности ровного нанесения печатной композиции на ТМ через сетчатый шаблон (проявляется неровнота, образуются непропечатанные участки, малый привес композиции на ТМ). Следовательно, невозможно получить ТМ с необходимым и точным количеством ЛП и БАВ (влияние вязкости композиции на ее привес на ТМ рассмотрено ниже в разделе 3.3.2).
Исходя из полученных нами данных можно сделать вывод, что композиция на основе АН и ГН должна содержать 4,0-5,0 % АН и 1,0 % ГН.
Выше говорилось, что еще одним компонентом, применяемым нами в работе для увеличения биологических активности печатной композиции, является пектин. В таблице 11 показано влияние на реологические хараетеристики печатных композиций введения нескольких видов пектинов, отличающихся, как отмечалось ранее, сырьем, из которого они выработаны, и степенью метоксилирования (реологические характеристики композиций содержащих в качестве загустителя только АН, с которыми мы сравниваем данне получаемые для композиций состоящих из индивидуальных растворов ГН и пектинов, а так же их смеси, приведены в таблицах 8 и 9).
Изучение реологических свойств исследуемых биополимерных композиций
Как видно из полученных результатов, образцы на основе ГН и АН-ГН имеют несколько меньшую начальную обсемененность по сравнению композицией на основе АН только в первые сутки хранения до финишной стерилизации. При дальнейшем хранении общее количество микроорганизмов в композиции на основе АН и в композиции АН - ГН становится практически одинаковым. В разделе 3.3.2 (рисунки 15 и 16) показано, что вязкость композиций остается неизменной от 1 до 2-3 суток. Это говорит о том, что не смотря на наличие начальной обсемененности композиции на основе биополимеров сохраняют свои свойства в течение этого времени. Полученные результаты позволяют сделать вывод, что хранение изделий как в виде аппликаций на ТМ, так и в виде гидрогелей более 2 суток в условиях цеха и более 3 суток в промышленных холодильниках без стерилизации нецелесообразно, так как это может привести к деполимеризации за счет разрушения полисахаридов микроорганизмами, что приведет к утере лечебных свойств изделиями.
Для всех ТМ с нанесенной полимерной композицией сушка проводится в расправленном виде на вешалах при температуре 25-35С без принудительного воздухообмена, во избежание миграции ЛП к поверхности ТМ, изменения подлинности ЛП и деформации ТМ. На рисунке 41
Последней технологической операцией является стерилизация готовых упакованных изделий, в процессе которой из материалов должны удаляться все жизнеспособные микроорганизмы [133]. Стерилизации подвергаются все лечебные материалы, контактирующие с кровью, поврежденной кожей и слизистой. Согласно литературным данным [134, 135], основными преимуществами использования метода радиационной стерилизации при получении медицинских изделий (в сравнении с термическими и химическими способами стерилизации) являются возможность его применения для обработки термолабильных веществ (например, ЛП), а также продукции, упакованной в тару, т.е. без непосредственного контакта со стерилизующим агентом [33]. Указанные факторы очень важны, так как необходимо оказывать минимальное, в частности, температурное воздействие на ЛП во избежание изменения их химических и фармакологических свойств, а так же изменения свойств и потери товарного вида полимерного слоя [33].
Стерилизацию проводят на установке «Электронный стерилизатор» с ускорителем электронов У – 003. Важным вопросом является изменение свойств полимеров в композиции при радиационной стерилизации. Если при облучении лечебных материалов на текстильной основе, содержащих АН, как установлено ранее, [33, 136] полимер подвергается незначительной деполимеризации, то в случае использования ГН и, в частности, стерилизации гидрогелей на его основе, этот вопрос требует особого внимания. Это связано с тем, что, как следует из литературных данных [50], в различных областях медицины рекомендуется использование ГК и ее солей с различной молекулярной массой (см. лит.обзор, рисунок 8). В данной работе мы использовали ГН, разрешенный для медицинского применения с первоначальной молекулярной массой от 59 кДа до 120 кДа. Выбор полимера с такими параметрами был сделан на основе анализа литературных данных и проведенных нами предварительных экспериментов. Известно [50, 137-139], что радиолиз водных растворов ГН заключается в основном в окислительной деструкции, при которой главную роль играет окислительный радикал ОН, поэтому любые процессы, приводящие к появлению гидроксильного радикала, будут сопровождаться необратимым разрушением ГН с образованием низкомолекулярных фрагментов различного химического строения. В нашем случае при использовании на начальном этапе работы ГН с молекулярной массой 59 кДа создаваемые композиции имели низкую вязкость, не подходящую для нанесения через сетчатый шаблон, а после стерилизации композиции вязкость снижалась еще в большей степени. Поэтому в дальнейшем нами для исследования была выбран ГН с молекулярной массой 900 кДа, обеспечивающий нужные для текстильной печати реологические параметры печатных композиций. Кроме того мы предполагали, что деструкция полимера ГН при обязательной технологической операции гамма – стерилизации приведет к снижению значения молекулярной массы [138 - 140], но выбирая условия стерилизации мы сможем управлять этим процессом, достигая значений молекулярной массы полимеров, требуемых для каждого конкретного случая медицинского использования (рисунок 8).
Поэтому нами изучалось изменение молекулярной массы ГН, используемого в работе, в условиях стерилизации, что необходимо для уточнения условий стерилизации и получения материалов с заданными свойствами для различных областей медицины. Особое внимание заслуживает процесс стерилизации гидрогелей для их применения в урологии.
Определение молекулярной массы полимеров проводили методом гельпроникающей хроматографии18. Полимер или раствор полимера растворяли в 0.1М растворе нитрата натрия до
Работа проводилась совместно с кафедрой химии высоких энергий и радиоэкологии РХТУ им. Д.И. Менделеева (руководитель заведующий кафедрой – к.х.н., доц. Магомедбекова Э.П.). Вырожаем большую благодарность преподавателю кафедры Фенину А.А за предоставленные методики и помощь в проведении эксперимента. концентрации полимера 0.1% по массе. Полученный раствор анализировали на хроматографе Waters Acquity с рефрактометрическим детектором. Условия анализа: подвижная фаза - 0.1М раствор нитрата натрия; скорость потока 0.6мл/мин; колонка - Ultrahydrogel Linear 7.8х300mm (Waters). Калибровку проводили с помощью стандартных образцов полиэтиленгликоля и гиалуроната натрия (ММ=106). Для определения молекулярной массы гиалуроната натрия, нанесённого на текстильную подложку, образец ткани размером 2x10см разрезали на кусочки 1см2 и помещали в 100мл 0.1М раствор нитрата натрия (подвижная фаза). Стакан с раствором помещали в водяную баню (температура 60С) и экстрагировали полимер в течение 40 минут при постоянном перемешивании магнитной мешалкой. Раствор охлаждали до комнатной температуры и фильтровали через фильтр Millipor 0.2мкм, после чего вводили в хроматограф.